Imagerie en Médecine Nucléaire

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1 Imagerie en Médecine Nucléaire Irène Buvat UMR 8165 CNRS Imagerie et Modélisation en Neurobiologie et Cancérologie Orsay

2 Introduction 1895 Aujourd hui

3 Trois types d imagerie Imagerie morphologique : étude de l anatomie scanner, IRM,... : haute résolution spatiale Imagerie fonctionnelle : étude de processus biochimiques et physiologiques imagerie scintigraphique : résolution spatiale médiocre Imagerie moléculaire : visualisation de gènes ou de protéines spécifiques, ou de signaux émanant de ces entités imagerie scintigraphique, imagerie optique, IRM essentiellement développée chez le petit animal

4 Intérêt de l imagerie fonctionnelle Imagerie anatomique normale Imagerie fonctionnelle anormale

5 Limites de l imagerie fonctionnelle Imagerie fonctionnelle anormale Imagerie anatomique indispensable à la localisation de l anomalie David Brasse, University of Pittsburgh

6 Principe général de l imagerie fonctionnelle 1. Traceur caractéristique d une fonction métabolique ou physiologique marqueur 2. Marquage 3. Etude du devenir de la molécule marquée

7 Principe de l imagerie fonctionnelle COLLOIDE APEX C E L L U L E BASE I Tg radicalisée Tg non iodée GOLGI Partie glucidique de Tg RIBOSOME Partie protéique de Tg SANG Tg iodée TPO I I - LYSOSOME MIT T4 DIT T3 T4 T3 pinocytose 2. Isotope : I Matière première indispensable à la fabrication 3. Etude du devenir des hormones thyroïdiennes : Iode de la molécule

8 Les pierres d angle Détecteur Radiotraceur Traitement de l information

9 Radiotraceurs : contraintes chimiques couplage chimique substance traceuse isotope radioactif Administration intraveineuse : stabilité de la substance dans le sang Délivrance au tissu cible (passage du flux sanguin au tissu) Absence de modification du phénomène physiologique à observer «Fixation» stable à la cible et élimination du traceur n ayant pas rencontré de cible afin d avoir un traceur spécifique Liaison forte entre traceur et marqueur Exemples de traceur : molécules, cellules, ligands, hormones, neurotransmetteurs, anticorps, peptides,

10 Radiotraceurs couplage chimique Propriétés physiques : - nature du rayonnement émis : γ β+ β- γ + γ - énergie du rayonnement émis : kev - période du radioisotope : qq minutes à qq dizaines d heures

11 Isotope émetteur de photons γ le plus utilisé : le Tc-99m Technétium 99m (1960) : énergie = 140 kev T = 6 h TcO 4 - Tc-99m précurseur : molybdène 99 T = 66 h colonne de 99 MoO 4 2- Tc 99m T = 6h

12 Isotope émetteur de positons le plus utilisé : le F18 Fluor 18 : T = 110 min HO O F18 HO HO F18 OH FDG

13 Isotopes utilisés en imagerie nucléaire Isotope Energie Période Emetteurs de photons γ Technétium 99m 140 kev 6 heures Iode kev 13 heures Thallium kev 73 heures Emetteurs de positons β + Oxygène kev 2 minutes Azote kev 10 minutes Carbone kev 20 minutes Fluor kev 110 minutes Brome kev 978 minutes

14 Types d émetteurs et techniques d imagerie Emetteurs de γ Emetteurs de positons γ β+ β- γ + γ scintigraphie planaire tomographie d émission monophotonique : SPECT ou TEMP tomographie par émission de positons : PET ou TEP

15 Les détecteurs Détecteur Radiotraceur Traitement de l information

16 1948 : Comptage des rayonnements gamma point par point Compteur Geiger-Müller I-131

17 1951 : Scintigraphe à balayage spectromètre PM cristal collimateur asservissement mécanique imprimante scintigraphie

18 1958 : Gamma caméra électronique d acquisition PM guide de lumière cristal collimateur *

19 Principe de la gamma caméra PM guide de lumière cristal NaI(Tl) : 8-12 mm collimateur électronique d acquisition * * * NaI(Tl) : ~ 430 nm ~ 3 ev = lumière bleue-verte densité : 3,7 g/cm3 constante de décroissance : 230 ns => 2000 cps / PM rendement lumineux : 13%

20 Tubes photomultiplicateurs * dynodes photons lumineux émis par le cristal e- anode signal électrique photocathode - + Vc < V1 <... Va

21 Circuit de positionnement tubes PM Ω guide de lumière cristal * * x * x x 0 e x 12 e 112

22 Images planaires * * *

23 Evolution des performances des détecteurs TEMP Résolution spatiale - cristaux plus fins, photomultiplicateurs plus nombreux, numérisation du signal en sortie des PM - cristaux de 9,6 mm, 107 PM - résolution spatiale intrinsèque (sans collimateur) : 3 à 4,5 mm - résolution spatiale extrinsèque : > 6 mm Résolution en énergie : 8 à 11% Taux de comptage : cps avec 20% de perte Sensibilité : 0,008%

24 Scintigraphie osseuse au Tc-99m normale métastases osseuses

25 Imagerie cardiaque dynamique : scintigraphie cavitaire Tc-99m R P T 1 16 fin de diastole fin de systole N fraction d éjection ed es t 100 x N ed - N es N ed

26 Irradiations liées aux examens msv 7 scintigraphie radio / coupe / an / an / an 0 os myoc. poum. scanner techn. naturelle organ. Paris / NY

27 Imagerie 3D des émetteurs de photons gamma reconstruction tomographique Recueil d images sous différentes incidences projections

28 Différents types de détecteurs en SPECT

29 Détecteur pour la tomographie d émission de positons (TEP) cristaux BGO, LSO ou GSO 511 kev circuit de coïncidence ligne de réponse Collimation électronique : beaucoup plus grande sensibilité : ~0,4% Cristal plus dense Imagerie à 511 kev seulement

30 Passage des lignes de réponse aux projections projection tri des données en projections reconstruction tomographique

31 PET bidimensionnel (2D) couronnes de détecteurs septa inter-plans ** * * lignes de mesure Vue transaxiale Vue axiale

32 PET tridimensionnel (3D) couronnes de détecteurs pas de septa inter-plans ** * * lignes de mesure Vue transaxiale Vue axiale

33 Les détecteurs TEP / CT 60 cm CT TEP 110 cm 100 cm Proof of concept : 1998 (Université de Pittsburgh) Townsend et al. J. Nucl. Med :4S-14S.

34 Le traitement de l information Détecteur Radiotraceur Traitement de l information

35 Problématique : images détectées par la gamma caméra Intégrale du rayonnement γ émis dans différentes directions

36 Problématique : signaux détectés par le tomographe TEP plans droits plans croisés Lignes de réponse dans toutes les directions

37 Problématique : estimer la distribution 3D du radiotraceur coupe sagittale coupe transaxiale (ou transverse) coupe coronale à partir de mesures intégrales de cette distribution dans différentes directions

38 Reconstruction tomographique : factorisation du problème Ensemble de projections 2D Ensemble de projections 1D une projection 2D détecteur en position θ une projection 1D détecteur en position θ volume 3D étudié reconstruction d un volume 3D coupe axiale reconstruction d une coupe 2D y juxtaposition des coupes x z volume 3D

39 Principe de la reconstruction tomographique projection r θ rétroprojection θ

40 Principe de la reconstruction tomographique r projection filtrée θ rétroprojection filtrée θ

41 Opérateurs impliqués en reconstruction tomographique v y u = x cos θ + y sin θ θ x projection rétroprojection p(u,θ) = + f(x,y) dv - f *(x,y) = 0 π p(u,θ) dθ

42 Théorème de la tranche centrale p(u,θ) = + f(x,y) dv - transformée de Fourier P(ρ,θ) = + p(u,θ) e -i2πρu du - v y θ x u = x cos θ + y sin θ p(u,θ) ρ x = ρ cos θ ρ y = ρ sin θ du.dv = dx.dy P(ρ,θ) = f(x,y) e -i2πρu du.dv = f(x,y) e -i2π(xρ x +yρ y ) dx.dy

43 Rétroprojection filtrée f(x,y) = P(ρ,θ) = F(ρ x, ρ y ) F(ρ x, ρ y ) e i2π(xρ x +yρ y ) d ρ x. d ρ y = P(ρ, θ) e i2π(xρ x +yρ y ) d ρ x. d ρ y = P(ρ, θ) ρ e i2πρu d ρ. d θ 0 π + - ρ x = ρ cos θ ρ y = ρ sin θ ρ = ρ x 2 + ρ y 2 d ρ x.d ρ y = ρ dρ.dθ u = x cosθ + y sinθ = p (u, θ) d θ avec p (u, θ) = P(ρ, θ) ρ e i2πρu d ρ 0 π - +

44 Algorithme de rétroprojection filtrée f(x,y) = p (u, θ) d θ avec p (u, θ) = P(ρ, θ) ρ e i2πρu d ρ 0 π + - projections p(u,θ) TF images reconstruites f(x,y) rétroprojection filtrage TF -1 P(ρ,θ) ρ P(ρ,θ) p (u,θ)

45 Insuffisance du filtre rampe f(x,y) = p (u, θ) d θ avec p (u, θ) = P(ρ, θ) ρ e i2πρu d ρ 0 π ρ ρ w(ρ) ρ w(ρ) 1 ρ w(ρ) 1 0 ρ ,8 0 0,8 0 0,8 filtre rampe x filtre de Hann filtre résultant ρ ρ

46 SPECT cérébral HMPAO Tc-99m Syndrome de fatigue chronique Avant traitement Après traitement IRM anatomique

47 Reconstruction analytique vs reconstruction algébrique rétroprojection filtrée reconstruction algébrique

48 Principe des méthodes de reconstruction algébrique f k p i projection p 1 p 2 p 3 p 4 p 1 = r 11 f 1 + r 12 f 2 + r 13 f 3 + r 14 f 4 f 1 f 2 f 3 f 4 p 2 = r 21 f 1 + r 22 f 2 + r 23 f 3 + r 24 f 4 p 3 = r 31 f 1 + r 32 f 2 + r 33 f 3 + r 34 f 4 p 4 = r 41 f 1 + r 42 f 2 + r 43 f 3 + r 44 f 4 p 1 p 2 p 3 p 4 r 11 r 14 r 41 r 44 f 1 f 2 = p = R f f 3 f 4

49 Résolution du problème inverse f 0 p = R f p = R f comparaison correction p p vs p f 1 EM Gradient Conjugué

50 Algorithmes de reconstruction itérative EM (Expectation Maximization) Gradient Conjugué p f n+1 = f n R t R f n f n+1 = f n + α n d n solution positive convergence lente p - R f 2

51 Etude de la perfusion myocardique en TEMP Tl 201 (T 1/2 =72,5 h, E=69-83 kev, 135 kev et 167 kev) analogue du potassium fixation régionale proportionnelle au flux sanguin 100 MBq Tc 99m sestamibi ou Tc 99m tetrofosmine (T 1/2 =6 h, E=140 kev) fixation régionale proportionnelle au flux sanguin MBq repos effort normal ischémie infarctus

52 Examen PET au FDG Cancer du poumon non à petites cellules

53 Au delà des images : la quantification N X kbq/ml Etablir la relation entre la valeur d un pixel et la concentration de radiotraceur dans la région correspondante

54 Obstacles à la quantification Technologiques uniformité résolution spatiale variable résolution spatiale limitée bruit de mesure temps mort Physiques atténuation, diffusion, fortuits Statistiques émission aléatoire des photons ou des positons Patient mouvements Algorithmiques reconstruction tomographique

55 Le mouvement et ses conséquences 2 types de mouvements : fortuits physiologiques : cardiaque, respiratoire, Respiration normale : mouvement d amplitude de 1 à 3 cm, ~18 fois/minute SPECT cardiaque PET FDG pulmonaire avec flou cinétique «sans» flou cinétique modification du rapport d activité antérieure/latérale de ~25% Pitman et al, J Nucl Med 2002: volume apparent des lésions augmenté de 10% à plus de 30% du fait du mouvement valeur de fixation diminuée de 5% à plus de 100% Nehmeh et al, J Nucl Med 2002:

56 Corrections de mouvements : où en est-on? Mouvements fortuits : tendre vers des examens plus courts Mouvements physiologiques : - pas de correction systématique - synchronisation cardiaque classique (TEP / TEMP) - vers la synchronisation respiratoire (notamment TEP oncologique pulmonaire) temps Utilisation ou non de toutes les données

57 L atténuation et ses conséquences TEMP TEP sous-estimation de l activité de plus de 70% 230 non atténué atténué 27 atténué non atténué pas de quantification absolue possible sans correction de l atténuation dépend de la densité des tissus atténuants

58 Corrections d atténuation Préalable à une correction efficace : mesure de la densité des tissus atténuants par un dispositif d acquisition en transmission ou par tomodensitométrie N N = N 0 exp d -µ(l) dl reconstruction tomo 0 N 0 cartographie des µ Modélisation de l effet de l atténuation dans le projecteur utilisé lors de la reconstruction et reconstruction itérative Corrections Multiplication des sinogrammes par des facteurs de correction C exacts avant reconstruction p = R µ f N β+ N 2 N 1 N 2 = N β+ d exp -µ(l) dl 0 N 1 C = N 0 / N

59 Performances et conclusions sur la correction d atténuation Les corrections existent, sont implémentées sur les machines TEMP et TEP, et sont efficaces mais En TEMP : manque de disponibilité des dispositifs d acquisition en transmission pour la mesure de carte des µ (les TEMP/TDM vont changer la donne) En TEP : travaux concernant la carte des µ : - pour mettre à l échelle les valeurs des µ : segmentation, interpolation - pour compenser les flous cinétiques différents en TEP/CT CT Ge 68 Concentrations d activité environ 10% supérieure avec la correction utilisant la carte CT Nakamoto et al, J Nucl Med 2002:

60 La diffusion et ses conséquences TEMP TEP * ~ 30% des photons détectés dans la fenêtre spectrométrique sont diffusés (Tc99m) PET 2D : ~30% PET 3D : > 50% surestimation locale de l activité > 10% (jusqu à plus de 30%) réduction des rapports d activité lésion / fond

61 La correction de la diffusion Approches spectrométriques empiriques (surtout en TEMP) photons diffusés Modélisation simplifiée de la distribution des photons diffusés à partir d une image reconstruite sans correction de diffusion et de la cartographie de densité du milieu atténuant = / k I2 I1 image reconstruite sans correction de la diffusion projections acquises - projections des photons diffusés kev image corrigée de la diffusion projections corrigées de la diffusion I corrigé = I1 - k I2

62 Performances des corrections de diffusion En TEMP : méthodes simples et relativement efficaces pour la quantification des images Tc 99m, mais amplification du bruit image 20% soustraction pondérée Buvat et al, J Nucl Med 1995: En TEP : méthodes implantées sur les systèmes améliorent la quantification, mais biais résiduels en 3D correction d atténuation erreurs : 9% à 30% différentes corrections de diffusion : erreurs : -5% à 12% Zaidi et al, Eur J Nucl Med 2000:

63 Corrections de diffusion : perspectives Vers des approches de modélisation de la distribution des photons diffusés à partir d une première estimée de la distribution d activité et de la cartographie du milieu atténuant densité des tissus modèle de la fonction de réponse «diffusé» reconstruction tomographique itérative intégrant un modèle de la diffusion Très coûteux en temps calcul mais repositionne les photons diffusés, d où meilleur RSB p = R f s

64 L effet de volume partiel et ses conséquences max=100 effet commun au TEMP et TEP = max<100 affecte les structures de taille <2-3 FWHM biais % 0-50 rés. spat. = 6 mm rés. spat. = 12 mm contraste infini diamètre de la structure d intérêt (mm) spill-in : activité extérieure contaminant la structure d intérêt spill-out : activité émise dans la structure détectée à l extérieur

65 Correction d effet de volume partiel Multiplication des mesures par un coefficient de recouvrement, qui dépend de la taille (et forme) de la structure, de la résolution spatiale dans les images reconstruites et du contraste à appliquer aux mesures activité restituée activité originale 1 Inverse du coefficient de recouvrement 0,5 résolution spatiale 12mm contraste infini diamètre (mm)

66 Performances et conclusions sur la correction de volume partiel activité restituée dans les putamen (%) ttes corrections sauf volume partiel ttes corrections valeur idéale TEMP Correction délicate, nécessitant une information anatomique haute résolution Correction sensible aux erreurs de segmentation et aux différences entre anomalies anatomiques et fonctionnelles Non disponible en routine Le futur : exploitation de l information CT pour faciliter une mise en œuvre? Soret et al, J Nucl Med 2007

67 Les coïncidences fortuites en TEP * * leur nombre varie comme le carré de l activité dans le champ de vue : N = 2 τ S 1 S 2 2 méthodes de correction efficaces en ligne : - fenêtre temporelle de coïncidence décalée dans le temps - estimation à partir des taux d événements simples S 1 et S 2 pas de biais majeur lié à la détection de coïncidences fortuites Augmentation du bruit consécutive à leur soustraction augmentation de la variabilité associée aux mesures

68 Synthèse : importance relative des différents biais TEMP cérébral du système dopaminergique activité restituée (%) idéal putamen fond sans correction atténuation atténuation+diffusion atténuation+rés. spatiale atténuation+diffusion+rés. spatiale atténuation+diffusion+rés. spatiale + volume partiel

69 Importance des corrections, même en quantification relative -58% -64% +12% +15% sans correction avec corrections mesure du potentiel de liaison approche sans correction Alzheimer démence à corps de Lewy 4 6 approche avec ttes les corrections diagnostic différentiel

70 Conclusions sur la quantification La quantification est accessible, en TEP et en TEMP Une quantification absolue fiable, en TEP ou en TEMP, est un processus complexe, nécessitant une cartographie de la densité des tissus, un protocole d acquisition et d analyse rigoureusement contrôlé, et idéalement, une cartographie anatomique haute résolution La quantification fiable est plus aisée en TEP qu en TEMP, du fait de la correction d atténuation plus accessible et de la meilleure résolution spatiale, mais reste difficile en TEP Les détecteurs bimodaux TEP/CT et TEMP/CT pourraient jouer un rôle majeur pour faire de la quantification une réalité clinique Le problème de volume partiel reste l obstacle majeur à la quantification des structures de petites tailles

71 Au delà de la mesure de «fixation» : la modélisation N X kbq/ml Exploiter les mesures de concentration de radiotraceur pour estimer des paramètres physiologiques caractérisant les processus étudiés

72 Principe de l estimation de paramètres physiologiques séquence d images dynamique prélèvement sanguin connaissances biochimiques cinétique associée à une région fonction d entrée ajustement des mesures au modèle modèle paramètres physiologiques relatifs à la région, e.g., constante d échange, flux sanguin, densité de récepteurs

73 Le futur

74 Les challenges : radiotraceurs FDG CT F18-FLT KI-67 Radiotraceurs plus spécifiques Buck et al. J. Nucl. Med :

75 Les challenges : détecteurs PET/CT Wahl et al. J. Nucl. Med : 82S-95S. SPECT/CT I-131 PET/IRM Yamamoto et al. J. Nucl. Med :

76 Les challenges en quantification : meilleure intégration de l information CT i + r ij j densité et composition des tissus modèle de détecteur Modélisation analytique ou Monte Carlo proba pour qu un photon émis en j soit détecté en i 10 cm water 2 cm Tc99m (24 MBq/mL) 10 cm FBP F3DMC

77 Les challenges en quantification : meilleure intégration de l information CT Compensation des effets de volume partiel Compensation des mouvements respiratoires SUV max =4.9, SUV mean = temps

78 Les challenges en termes d applications Le suivi thérapeutique en PET t0 12 sem (2C) 23 sem (4C) 35 sem (3C) 46 sem (0C) activité métabolique temps (semaines)

79 Les challenges en termes d applications Définition des zones à cibler en radiothérapie Actuellement, uniquement à partir des images CT : volume «anatomique» Le futur : irradiation à partir d un volume «fonctionnel»? Jaune : volume défini à partir du PET en considérant tous les pixels de valeurs > 40% SUVmax Vert : volume défini à partir du PET avec une approche empirique dérivée d expériences sur fantômes maximisant la corrélation entre volume PET et volume CT Rouge : volume défini à partir du CT seulement e.g., Nestle et al, J Nucl Med 2005